DE2344211C2

DE2344211C2 - Electromagnetic blood flow meter

Info

Publication number: DE2344211C2
Application number: DE2344211A
Authority: DE
Inventors: Hans Joachim Glendale N.Y. Broner; Henri Georges New York N.Y. Doll
Original assignee: Doll Research Inc New York Ny Us
Current assignee: Doll Research Inc New York Ny Us
Priority date: 1972-10-11
Filing date: 1973-09-01
Publication date: 1983-06-01
Also published as: NO138188C; US3809070A; CA1013817A; IL42922A; AT347566B; NO138188B; ATA869673A; GB1446063A; JPS4972985A; DE2344211A1; SE399513B; BE805898R; JPS57145642A; NL7311698A; SU655283A3; JPS5829090B2; FR2208635B2; FR2208635A2; CH559035A5; IT1046705B

Description

nach Patent 2142211, dadurch gekennzeichnet, daß an den Eingang de:·. Wellenform-Mittelwertbildners (68) ein Signalselektor (64, 66), welcher Komparatoren (64C, 64£y enthält und jedes ankommende Pulssignal mit vorbestimmten, den Zulässigkeitsbereich angebenden Größen vergleicht, angeschlossen ist und daß der Signalselektor (64, 66) eine Torschaltung (87) derart steuert, daß diese die ankommenden Pulssignale zur Akkumulierung durch den Wellenform-Mittelwertbildner (68) nur dann durchläßt, wenn sie innerhalb des Zulässigkeitsbereiches liegen.according to patent 2142211, characterized in that that at the entrance de: ·. Waveform averager (68) a signal selector (64, 66), which contains comparators (64C, 64 £ y and each compares incoming pulse signals with predetermined values indicating the admissibility range, is connected and that the signal selector (64, 66) controls a gate circuit (87) such that these the incoming pulse signals for accumulation by the waveform averager (68) only lets through if they are within the permissible range.

2. Strömungsmesser nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalselektor (64, 66) einen Referenzspeicher (664^ zur Lieferung höchstzulässiger und mindestzulässiger Amplituden für die von dem Wellenform-Mittelwertbildner (68) zu akkumulierenden Pulssignale aufweist, welcher mit dem Komparator (64Q verbunden ist.2. Flow meter according to claim 1, characterized in that the signal selector (64, 66) a reference memory (664 ^ for delivery of the highest permissible and minimum allowable amplitudes for those from the waveform averager (68) having accumulating pulse signals, which is connected to the comparator (64Q.

3. Strömungsmesser nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalselektor (64, 6fi) einen Referenzspeicher (66B) zur Speicherung eines Signals, das die zulässige Dauer des Zwischenraumes zwischen zwei aufeinanderfolgenden Pulssignalen angibt, aufweist, welcher mit dem Komparator (64D) verbunden ist3. Flow meter according to claim 1 or 2, characterized in that the signal selector (64, 6fi) has a reference memory (66B) for storing a signal which indicates the permissible duration of the gap between two successive pulse signals, which with the comparator (64D ) is connected

4. Strömungsmesser nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß an den Eingang des Signalselektors (64, 66) ein Zwischenspeicher (64A) zur Speicherung der von dem Verstärker (58) kommenden zusammengesetzten Pulssignale angeschlossen ist und daß der Zwischenspeichtr (64A) mit mindestens einem Komparator (64G 64D)derart verbunden ist, daß der Signalselektor (64, 66) das Ausgangssignal des Zwischenspeichers (64A) entweder zu dem Mittelwertbildner (68) durchläßt oder die in dem Zwischenspeicher (64A) gespeicherten Pulssignale zurückweist4. Flow meter according to one of claims 1 to 3, characterized in that a buffer (64A) for storing the composite pulse signals coming from the amplifier (58) is connected to the input of the signal selector (64, 66) and that the intermediate memory (64A ) is connected to at least one comparator (64G 64D) in such a way that the signal selector (64, 66) either passes the output signal of the buffer (64A) to the averaging unit (68) or rejects the pulse signals stored in the buffer (64A)

5. Strömungsmesser nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet daß der Wellenform-Mittelwertbildner (68) einen an den Signalselektor (64, 66) angeschlossenen Zähler zur Zählung einer vorgegebenen Anzahl ankommender Pulssignale aufweist die von dem Signalselektor (64, 66) akzeptiert sind, und daß der Zähler (70) nach Zählen der vorgegebenen Anzahl von Pulssignalen ein Steuersignal liefert5. Flow meter according to one of claims 1 to 4, characterized in that the waveform averager (68) a counter connected to the signal selector (64, 66) for counting a predetermined number of incoming pulse signals has the number of the signal selector (64, 66) are accepted, and that the counter (70) after counting the predetermined number of pulse signals Control signal supplies

Stand der TechnikState of the art

Es ist ein elektromagnetischer Blut-Strömungsmesser bekannt (DE-OS 21 42 211), bei dem mit einer Elektrode eine Spannung gemessen wird, die in dem Körper eines Lebewesens dadurch erzeugt wird, daß Blut innerhalb eines von außen angelegten Magnetfeldes fließt. Die Meßspannung ist von der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes abhängig. Zur Eliminierung derjenigen Störeinflüsse des Meßsignals, die durch den Blutpuls hervorgerufen werden, wird eine zweite Elektrode in der Nähe des Herzens angebracht um die Blutpulse entsprechend einem Elektrokardiogramm zu messen. Ein Mittelwertbildner bildet einer. Mittelwert über zahlreiche Blutpulse, wobei das Magnetfeld in der einen Hälfte der Meßphase die eine Polarität und in der anderen Hälfte der Meßphase eine umgekehrte Polarität hat.There is an electromagnetic blood flow meter known (DE-OS 21 42 211), in which with an electrode a voltage is measured which is generated in the body of a living being by having blood inside an externally applied magnetic field flows. The measuring voltage depends on the flow velocity of the blood dependent. To eliminate those interfering influences of the measurement signal caused by the blood pulse a second electrode is placed near the heart around the blood pulses to measure according to an electrocardiogram. An averager forms one. Mean over numerous blood pulses, with the magnetic field in one half of the measurement phase one polarity and one in the the other half of the measurement phase has a reverse polarity.

Während der Phasenwechsel werden die Meßergebnisse jeweils ausgetastet. Der Mittelwertbildner erzeugt eine Korrekturspannung, die von der Spannung des Meßsignals subtrahiert wird, um die Meßspannung von den Störeinflüssen zu befreien. Die Synchronisierung der gesamten Steuereinrichtung erfolgt in Abhängigkeit von den Blutpulsen.The measurement results are blanked out during the phase change. The averager generates a correction voltage, which is subtracted from the voltage of the measurement signal, to the measurement voltage of to free the interference. The entire control device is synchronized as a function from the blood pulses.

Der von dem Mittelwertbildner gelieferte Mittelwert der Pulssignale wird erheblich gestört, wenn abnormale Herzzyklen auftreten, bei denen ein Pulssignal in seiner Amplitude stark von anderen Pulssignalen abweicht, oder bei welchen der zeitliche Abstand zweier aufeinanderfolgender Pulssignale stark von dem mittleren Abstand abweicht. Aus diesem Grunde werden bei dem bekannten Blut-Strömungsmesser die Störeinflüsse der Blutpulse auf das Meßergebnis oft unzureichend eliminiert.The mean value of the pulse signals supplied by the mean value generator is considerably disturbed if it is abnormal Cardiac cycles occur in which a pulse signal differs greatly in amplitude from other pulse signals, or in which the time interval between two successive pulse signals is significantly different from the middle one Distance deviates. For this reason, in the known blood flow meter, the interference the blood pulses on the measurement result are often insufficiently eliminated.

Aufgabetask

Der im Anspruch 1 angegebenen Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen elektromagnetischen Blut-Strömungsmesser zu schaffen, bei welchem abnormaleThe invention specified in claim 1 is based on the object of an electromagnetic blood flow meter to create at what abnormal

Herzzyklen erkannt werden und ihre Auswertung unterbleibt, damit die gemitteJte Blutströmungswellenform durch sie nicht verschlechtert wird.Cardiac cycles are recognized and their evaluation is omitted, so that the averaged blood flow waveform is not worsened by it.

Vorteileadvantages

Mit dem Blut-Strömungsmesser nach der Erfindung wird erreicht, daß die aus dem Zulässigkeitsrahmen herausfallenden Pulssignale den Mittelwert nicht verfälschen. With the blood flow meter according to the invention it is achieved that the out of the permissible range falling pulse signals do not falsify the mean value.

Das zusammengesetzte Meßsignal, das als Starkomponenten das Pulssignal und einen Rauscht nteil enthält, wird generell auf Störanteile mit hoher Amplitude geprüft, die von vorzeitigen Herzschlägen, Muskelsignalen und bewegungsabhängigen Signalen herrühren. Hierdurch werden verfälschende Signale herausgefiltert Außerdem werden solche Zyklen herausgefiltert, die in Bezug auf die durchschnittliche Herzzyklusdauer abnormal kurz oder lang sind. Die Schaltung zur Realisierung des Blut-Strömungsmessers kann sowohl in digitaler als auch in analoger Form aufgebaut werden.The composite measurement signal, which contains the pulse signal and a noise component as strong components, is generally checked for interfering components with a high amplitude, from premature heartbeats and muscle signals and motion-dependent signals. This filters out falsifying signals In addition, such cycles are filtered out in relation to the average cardiac cycle duration are abnormally short or long. The circuit for realizing the blood flow meter can both in digital as well as in analog form.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen beschrieben. Mit der Ausgestaltung des Blut-Strömungsmessers nach Anspruch 2 wird erreicht, daß unzulässig hohe oder niedrige Amplituden des Meßsignals zur Unterdrückung der Auswertung des betreffenden Pulssignals für die Mittelwertbildung herangezogen werden. Mit der Ausgestaltung nach Anspruch 3 wird dagegen erreicht, daß aufeinanderfolgende Pulssignale, deren zeitlicher Abstand aus dem zulässigen Rahmen herausfällt, ausgefiltert werden.Advantageous further developments of the invention are described in the subclaims. With the design the blood flow meter according to claim 2 is achieved that inadmissibly high or low amplitudes of the measurement signal to suppress the evaluation of the pulse signal in question for averaging can be used. With the embodiment according to claim 3, however, it is achieved that successive Pulse signals whose time interval falls outside the permissible range are filtered out.

Die Ausgestaltung nach Anspruch 4 bietet die Möglichkeit, jedes Pulssignal zunächst in dem Zwischenspeicher zu speichern und hierbei die Auswertung durchzuführen. In Abhängigkeit von dem Ergebnis der Auswertung wird das Pulssignal dann entweder dem Mittelwertbildner zugeführt oder unterdrückt.The embodiment according to claim 4 offers the possibility of first storing each pulse signal in the buffer to save and carry out the evaluation. Depending on the outcome of the Evaluation, the pulse signal is then either fed to the averaging unit or suppressed.

Die Ausgestaltung nach Anspruch 5 bietet den Vorteil, daß zur Bestimmung der Länge der Meßphase nur solche Pulssignale gezählt werden, die akzeptiert worden sind und die somit das Mittelwertergebnis nicht verfälschen.The embodiment according to claim 5 offers the advantage that to determine the length of the measuring phase only those pulse signals are counted which have been accepted and which therefore do not correspond to the mean value result distort.

Darstellung der ErfindungPresentation of the invention

Die Erfindung wird im folgenden anhand eines Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert.The invention is described below using an exemplary embodiment with reference to the drawings explained in more detail.

Fig. 1 zeigt schematisch den Blut-Strömungsmesser bei der Messung der Blutströmung in der Oberschenkelarterie eines Menschen.Fig. 1 shows schematically the blood flow meter in measuring blood flow in a human femoral artery.

F i g. 2A und 2B zeigen zwei verschiedene Ausführungsformen des permanenten Magnetsystems.F i g. 2A and 2B show two different embodiments the permanent magnet system.

Fig.3 veranschaulicht die Eliminierung des Elektrokardiogramms und der Mittelwertbildung in mathematischer Schreibweise.Figure 3 illustrates the elimination of the electrocardiogram and the averaging in mathematical notation.

F i g. 4A ist ein Blockdiagramm der Schaltung, welche zur Verarbeitung der Blutströmungssignale verwendet wird, wie unter Bezugnahme auf Fig.3 beschrieben wird.F i g. Figure 4A is a block diagram of the circuit used to process the blood flow signals as will be described with reference to Fig.3.

Fig.4B ist ein detailliertes Blockdiagramm des Zwischenspeichers und Selektor«, sowie der die Zurüekweisungskfiterien liefernden Schaltung aus F i g. 4A.Figure 4B is a detailed block diagram of the buffer and selector, as well as that of the The circuit from FIG. 4A.

F i g. 5A zeigt die Polarität der Verbindungen mit den Vorverstärkern und den Addierstromkreis zur Kompensation des örtlichen Elektrokardiogramms.F i g. 5A shows the polarity of the connections to the Preamplifiers and the adder circuit to compensate for the local electrocardiogram.

F i g. 5B zeigt die Elektrodenanordnung zur Kompensation des örtlichen Elektrokardiogramms und ein Spannungsprofil der BlutströmungsSignalkomponente.F i g. 5B shows the electrode arrangement for compensation of the local electrocardiogram and a Voltage profile of the blood flow signal component.

Fig,6 zeigt ein Betriebsströmungsdiagramm der Schaltung, welche zur Kompensation der Kardiogrammkomponente des zusammengesetzten pulsieren den Signals verwendet wird,FIG. 6 shows an operational flow diagram of FIG Circuitry which pulsates to compensate for the cardiogram component of the composite the signal is used,

- F i g. 7 zeigt graphische Darstellungen der verschiedenen Wellenformen, welche bei dem Kompensationsvorgang auftreten, der unter Bezugnahme auf Fig.6 beschrieben wird.- F i g. 7 shows graphs of the various waveforms which occur in the compensation process described with reference to FIG is described.

F i g. 8 ist ein repräsentatives Wellenformdiagramm des Elektrodenkardiogrammsignals des menschlichen Herzens.F i g. 8 is a representative waveform diagram of the electrode cardiogram signal of the human heart.

F i g. 1 zeigt eine allgemeine schematische Ansicht einer bevorzugten Ausführungsform des Blutströmungs-Meßsystems, das gemäß der Erfindung zum Messen der Blutströmungsgeschwindigkeit durch die Oberschenkelarterie eines Patienten verwendet wird. Ein Patient 10 liegt in Rückenlage auf dem Untersuchungstisch 12. Da die Blutströmungsgeschwindigkeit durch die rechte Oberschenkelarterie 14 des Patienten gemessen * erden soll, wird ein homogenes Magnetfeld in dem Bereich der Arterie 14 mittel; eines permanenten Magneten 16 erzeugt Die Stärke die; es Magnetfeldes muß ausreichend sein, so daß ein erfaßbares elektrisches Signal, welches durch den Durchgang von Blut in der Oberschenkelarterie durch das Magnetfeld induzier- wird, auf der Hautoberfläche des Schenkels vorhanden ist.F i g. 1 shows a general schematic view of a preferred embodiment of the blood flow measurement system; which is used in accordance with the invention to measure the rate of blood flow through a patient's femoral artery. A patient 10 lies supine on the examination table 12. Since the blood flow rate is to be measured * through the right femoral artery 14 of the patient, a homogeneous magnetic field in the area of artery 14, medium; a permanent magnet 16 generates the strength that; it's magnetic field must be sufficient so that there is a detectable electrical signal generated by the passage of Blood is induced in the femoral artery by the magnetic field on the skin surface of the thigh is available.

Der permanente Magnet 16 ersetzt die elektromagnetische Wicklung, welche in dem System verwendet wird, das in der oben erwähnten amerikanischen Patentschrift 36 59 591 beschrieben ist.The permanent magnet 16 replaces the electromagnetic winding used in the system which is described in the above-mentioned American patent specification 36 59 591.

Es wurde gefunden, daß die Verwendung von permanenten Magneten als Quelle des Magnetfeldes für das Blutströmungs-Meßsystem in einem Krankenhaus vorteilhaft ist. Ein Vorteil besteht darin, daß permanente Magnete nicht die bei Elektromagneten auftretende Wärmeableitung aufweisen. Die Notwendigkeit einer elektronisch geregelten Antriebskraft ist ebenfalls eliminiert.It has been found that the use of permanent magnets as the source of the magnetic field for the blood flow measurement system in a hospital is advantageous. One advantage is that it is permanent Magnets do not have the heat dissipation that occurs with electromagnets. The need for one electronically controlled driving force is also eliminated.

In F i g. 1 ist insbesondere ein permanentes Magnetsystem dargestellt, in welchem der permanente Magnet 16 unterhalb des Bettes des Patienten in solcher Weise angeordnet ist, daß das Magnetfeld oder mindestens dessen senkrechte Komponente angemessen konstant ist über ein genügend großes Volumen, welches die zu untersuchende Arterie und die Hautelektroden umschließt. Die Intensität des Magnetfeldes muß groß genug sein, so daß durch die Bewegung des Blutes in dem Magnetfeld meßbare Signale erzeugt werden. Das Magnetfeld muß auch angemessen homogen sein, so daß Bewegungen dei Körpers relativ zu dem Magnetfeld keine großen Spannungen erzeugen, welche zu der Blutströmung in keiner Beziehung stehen.In Fig. 1 shows in particular a permanent magnet system in which the permanent magnet 16 is arranged below the bed of the patient in such a way that the magnetic field or at least whose perpendicular component is reasonably constant over a sufficiently large volume that the to the artery to be examined and the skin electrodes. The intensity of the magnetic field must be great enough so that measurable signals are generated by the movement of the blood in the magnetic field. That The magnetic field must also be reasonably homogeneous so that movements of the body relative to the magnetic field do not generate large voltages unrelated to blood flow.

Ein,. Ausbildung des permanenten Magneten 16 besteht darin, daß mehrere aus magnetischem Material hergestellte Blöcke, die eine rechteckige Fonn aufweisen, in einem Stapel angeordnet werden. Das Gesamtgewicht dieser Blöcke kann in gestapeltem Zustand ungefähr 361,5 kg betragen, urr. ein Magnetfeld von genügender Stärke zu erzeugen. Wegen dieses großen Gewichts ist es schwierig, die Polarität des Magnetfei= des physikalisch umzukehren, das in dem Meßbereich erzeugt wird.A,. Formation of the permanent magnet 16 consists in the fact that several blocks made of magnetic material, which have a rectangular shape, be arranged in a stack. The total weight of these blocks can be when stacked be approximately 361.5 kg, urr. to generate a magnetic field of sufficient strength. Because of this big one Weight it is difficult to physically reverse the polarity of the magnetic field that is in the measurement area is produced.

Es ist auch nicht möglich, eine elektrische Einrichtung zu verwenden, um die Polarität des Magnetfeldes umzukehren. Es ist daher vorzuziehen, eine Einrichtung zum Unterdrücken des Magnetfeldes zu verwenden, indem das Magnetsystem von dem zu untersuchendenIt is also not possible to use an electrical device to determine the polarity of the magnetic field to reverse. It is therefore preferable to use a means for suppressing the magnetic field, by removing the magnet system from the one to be examined

Bereich während eines Teils des Meßvorganges wegbewegt wird.Area is moved away during part of the measurement process.

Gemäß Fig. I ist der permnnente Magnet 16 auf einem motorisierten Karren 20 angeordnet, der mit einem Motor 18 versehen ist, welcher durch elektrischen Strom und Steuersignale gesteuert wird, die auf der Steuersignalleitung 22 von dem Meß- und Steuersystem 24 empfangen werden. Der permanente Magnet 16 kann daher mechanisch von dem Meßbereich wegbewegt werden, um die Wirkung des Magnetfeldes auf die zu untersuchende Arterie während eines Teils des Meßvorganges zu unterdrücken.According to Fig. I, the permanent magnet 16 is arranged on a motorized cart 20, which with a motor 18 is provided, which is controlled by electrical power and control signals on the control signal line 22 can be received by the measurement and control system 24. The permanent one Magnet 16 can therefore be moved mechanically away from the measuring area to the effect of the To suppress the magnetic field on the artery to be examined during part of the measurement process.

Das Verfahren, nach welchem das Magnetfeld während bestimmter Teile des Meßvorganges unterdrückt wird, um das örtliche Kardiogramm zu eliminieren, ist wie folgt: wenn der Magnetkarren 20 ein Befehlssignal von der Steuersignalleitung 22 empfängt, wird der permanente Magnet 16 aus seiner normalen Lage unter der Arterie zu einer 0.9—1.2 m entfernten ^tpllp hpwpffl Πίρςρ Vprsrhiphiina \*t allp* was The method by which the magnetic field is suppressed during certain parts of the measurement process to eliminate the local cardiogram is as follows: when the magnetic cart 20 receives a command signal from the control signal line 22, the permanent magnet 16 is moved from its normal position under the artery to a ^ tpllp hpwpffl Πίρςρ Vprsrhiphiina \ * t allp * was at a distance of 0.9—1.2 m

erforderlich ist, damit die Wirkung des Magnetfeldes in dem zu untersuchenden Bereich vernachlässigbar wird. Steuersignale werden auf der Leitung 22 aus dem Meß- und Steuersystem 24 zugeführt, um den Magnetkarren 20 entweder in der Vorwärtsrichtung oder in der entgegengesetzten Richtung zu bewegen, so daß der permanente Magnet 16 in seinem wirksamen Arbeitsbereich unter dem Patienten oder aus demselben bewegt wird. Während der Magnet wegbewegt ist und das Magnetfeld unterdrückt wird, ist das einzige periodische Signal, das mit den Herzschlägen synchronisiert ist. die örtliche Kardiogrammkomponente, welche durch das Paar der Meßelektroden 26 aufgenommen wird.is necessary so that the effect of the magnetic field in the area to be examined is negligible. Control signals are supplied on line 22 from the measurement and control system 24 to the cart 20 to move either in the forward direction or in the opposite direction so that the permanent magnet 16 moved in its effective working area under the patient or from the same will. While the magnet is moved and the magnetic field is suppressed, the only thing is periodic Signal that is synchronized with the heartbeats. the local cardiogram component, which is indicated by the Pair of measuring electrodes 26 is added.

F i g. I zeigt die relative Einstellung des permanenten Magneten 16 über die Messung der Blutströmung durch die rechte Oberschenkelarterie 14 des Patienten 10 sowie die relative Anordnung der Elektroden 26 zum Abtasten der durch die Strömung induzierten Signale. Fig. 5B veranschaulicht die optimale Anordnung der Elektroden 26 relativ zu der zu messenden Arterie. Die Elektroden 26/4 sind auf dem Brustkorb des Patienten 10 angeordnet und tasten das große Elektrckardiogrammsigna! ab. welches durch das Herz an dieser Stelle erzeugt wird. Die Signale an den Elektroden 264 beziehungsweise 26ß werden dem System 24 mittels Drähten 28 beziehungsweise 30 zugeführt, welche mit den Klemmen 32 beziehungsweise 34 verbunden sind. Dieses große Elektrokardiogrammsignal soll durch eine scharfe Spitze am Punkt R in der Kardiogrammwellenform P<p/?5Tgekennzeichnet sein, die in F i g. 8 gezeigt ist und die verwendet wird, um die Meß- und Steuersiromkreise -,uszulösen und die Wirkungsweise der verschiedenen Komponenten derselben zu synchronisieren. Die Synchronisation der Welle R ist erforderlich, da das Herz manchmal in unregelmäßigen Intervallen schlägt.F i g. I shows the relative setting of the permanent magnet 16 via the measurement of the blood flow through the right femoral artery 14 of the patient 10 as well as the relative arrangement of the electrodes 26 for sampling the signals induced by the flow. 5B illustrates the optimal arrangement of the electrodes 26 relative to the artery to be measured. The electrodes 26/4 are arranged on the chest of the patient 10 and feel the large Elektrckardiogrammsigna! away. which is generated by the heart at this point. The signals at electrodes 264 and 26β are fed to system 24 by means of wires 28 and 30, respectively, which are connected to terminals 32 and 34, respectively. This large electrocardiogram signal is said to be characterized by a sharp peak at point R in the cardiogram waveform P <p /? 5T shown in FIG. 8 and which is used to trigger the measurement and control circuits and to synchronize the operation of the various components thereof. The synchronization of wave R is necessary because the heart sometimes beats at irregular intervals.

F i g. 2A zeigt einen motorisierten Karren 20, der mit einem Magnetsystem 42 versehen ist, welches ein in einer Richtung gerichtetes Magnetfeld erzeugt, wie durch die unterbrochenen Linien 44 angegeben ist und wie in Verbindung mit Fig. 1 genauer beschrieben wurde.F i g. 2A shows a motorized cart 20 which is provided with a magnet system 42 which comprises an in a directional magnetic field generated as indicated by the broken lines 44 and as described in more detail in connection with FIG.

Das Magnetsystem kann aber auch in der in Fig. 2B gezeigten Weise angeordnet werden, gemäß welcher das Magnetsystem im wesentlichen aus zwei großen Magneten 46 und 48 besteht, die Magnetfelder in zwei entgegengesetzten Richtungen erzeugen, wie durch die unterbrochenen Linien 50 und 52 angegeben ist. Bei der Ausführungsform gemäß F i g. 2B wird der motorisierte Karren zwischen zwei Stellungen bewegt. In der ersten Stellung erzeugt der Magnet 46 ein Magnetfeld 50 in dem Bereich des Blutgefäßes. In der zweiten Stellung ist der Magnet 46 zu dem gleichen Zeitpunkt entfernt worden, in dem der Magnet 48 in die Stellung bewegt worden ist, in welcher derselbe ein Magnetfeld 52 in dem Bereich des Blutgefäßes erzeugt. Das Magnetfeld 52 ist vorzugsweise von der gleichen Größenordnung wie das Magnetfeld 50, weist aber entgegengesetzte Polarität auf.The magnet system can, however, also be used in the manner shown in FIG. 2B be arranged according to which the magnet system essentially consists of two large Magnets 46 and 48, which generate magnetic fields in two opposite directions, as by the broken lines 50 and 52 is indicated. In the embodiment according to FIG. 2B becomes the motorized Cart moved between two positions. In the first position, the magnet 46 generates a magnetic field 50 in the area of the blood vessel. In the second position the magnet 46 is removed at the same time has been, in which the magnet 48 has been moved into the position in which it has a magnetic field 52 in the area of the blood vessel. The magnetic field 52 is preferably of the same order of magnitude like the magnetic field 50, but has opposite polarity.

Bei dieser Ausführungsform ist der Meßstromkreis mit einer Polarität verbunden, während Messungen der zusammengesetzten pulsierenden Signale mit dem Magneten 46 während η Herzzyklen ausgeführt werden, und der Meßstromkreis ist mit der entgegengesetzten Polarität verbunden, während ähnliche Messungen mit dem Magneten 48 während einer zweiten Reihe von η Herzzyklen ausgeführt werden. Da die Polarität des MpfUtrnmlirpkp·; 7wi«;rhpn rinn beiden Reihen umgekehrt wird, ist das örtliche Elektrokardiogramm unwirksam gemacht. Da das Magnetfeld zwischen den beiden Reihen ebenfalls umgekehrt wird, werden die Blutströmungssignale zweifach umgekehrt, was dem Fall entspricht, daß dieselben überhaupt nicht umgekehrt werden. Die Blutströmungskomponenten werden sich daher während der beiden Reihen von η Herzzykien ansammeln und die in der Mittelwertbestimmunf einrichtung angesammelte Wellenform wird daher die doppelte Amplitude aufweisen, die mit einem einzigen Magneten von gleicher Stärke erreicht worden wäre.In this embodiment, the measurement circuit is connected to one polarity while measurements of the composite pulsating signals are made with magnet 46 during η cardiac cycles and the measurement circuit is connected to the opposite polarity while similar measurements are made with magnet 48 during a second series of η Cardiac cycles are performed. Since the polarity of the MpfUtrnmlirpkp ·; 7wi «; rhpn rinn is reversed in both series, the local electrocardiogram is rendered ineffective. Since the magnetic field between the two rows is also reversed, the blood flow signals are reversed two times, which corresponds to the case that they are not reversed at all. The blood flow components will therefore accumulate during the two series of η cardiac cycias and the waveform accumulated in the averaging device will therefore have twice the amplitude that would have been achieved with a single magnet of equal strength.

Während das Magnetfeld auf dss zu untersuchende Blutgefäß zur Einwirkung kommt, erscheint ein pulsierendes Blutströmungssignal währen jedes einzelnen Herzzyklus zwischen den Meßelektroden 26. Das Blutströmungssignal eines einzelnen Herzzyklus ist jedoch mit einem ebenfalls pulsierenden örtlichen Kardiogrammsignal und mit einem beliebigen Geräusch kombiniert, was es unmöglich macht, dieses einzelne Blutströmungssignal getrennt zu messen und aufzuzeichnen. Um das Blutströmungssignal von dem örtlichen Kardiogramm und von dem Geräusch zu isolieren, ist es notwendig, die Messungen während einer großen Zahl von Herzzyklen auszuführen und alle zusammengesetzten pulsierenden Signale mit einer Wellenform-Mittelwertbestimmungseinrichtung zu verarbeiten, welche durch das von den in Fig. 1 gezeigten Hilfselektroden 26A abgetastete Elektrokardiogramm synchronisiert wird.While the magnetic field acts on the blood vessel to be examined, a pulsating blood flow signal appears during each individual cardiac cycle between the measuring electrodes 26. However, the blood flow signal of a single cardiac cycle is combined with a likewise pulsating local cardiogram signal and with any noise, which makes it impossible to measure and record this single blood flow signal separately. In order to isolate the blood flow signal from the local cardiogram and from the noise, it is necessary to make the measurements during a large number of cardiac cycles and to process all composite pulsatile signals with a waveform averager provided by that of those shown in FIG Auxiliary electrodes 26A sampled electrocardiogram is synchronized.

Die Wellenform-Mittelwertbestimmungseinrichtung kann in einigen Fällen eine Analogeinrichtung »ein. Wichtige Vorteile ergeben sich jedoch, wenn als Mittelwertbestimmungseinrichtung ein Digital-Computer verwendet wird, der für diesen Zweck programmiert ist.The waveform averaging device may in some cases be an analog device. However, there are important advantages if a digital computer is used as the device for determining the mean value programmed for this purpose.

Wenn es das einzige Problem wäre, das beliebige Geräusch zu eliminieren, würde es genügen, in der Wellenform-Mittelwertbestimmungseinrichtung die pulsierenden Signale zu addieren, welche während einer Reihe von Herzzykien gemessen werden. Wenn diese Reihe aus einer genügend großen Zahl von Herzzyklen besteht, würde der erhaltene Mittelwert der Wellenform von dem beliebigen Geräusch ausreichend frei sein. In diesem Mittelwert der Wellenform würde jedoch die Wellenform der Blutströmung mit der Wellenform des örtlichen Kardiogramms kombiniertIf eliminating the random noise was the only problem, it would be enough in the Waveform averaging means to add the pulsating signals generated during a Number of cardiac cycias are measured. If this series consists of a large enough number of cardiac cycles exists, the obtained mean value of the waveform would be sufficiently free from the arbitrary noise be. In this mean value of the waveform, however, the waveform of the blood flow would correspond to the Local cardiogram waveform combined

Das örtliche Kardiogrammsignal kann, da es sich wiederholt, durch Kompensation eliminiert werden. Ein Weg, die Kompensation durchzuführen, besteht darin, den Mittelwert der pulsierenden Signale während einer Reihe von Herzzyklen zu bestimmen, während das Magnetfeld unterdrückt ist. Die auf diese Weise erhaltene durchschnittliche Wellenform weist keine Blutströmungskomponente auf und stellt die Wellenform <ijs örtlichen Kardiogramms dar, welche von beliebigem Geräusch frei ist. Diese Wellenform des örtlichen Kardiogramms kann von der zusammengesetzten Wellenform subtrahiert werden, Welche aus einer Kombination der Blutströmung und des Elektrokardiogramms besteht und welche erhalten wird, wenn die Messungen ausgeführt werden, wenn das Magnetfeld auf den Bereich des Blutgefäßes zur Einwirkung kommt.The local cardiogram signal, since it is repeated, can be eliminated by compensation. A The way to perform the compensation is to take the mean value of the pulsating signals during a Determine series of cardiac cycles while the magnetic field is suppressed. That way obtained average waveform has no blood flow component and represents the waveform <ijs local cardiogram, which of any noise is free. This waveform of the local cardiogram can be derived from the composite Waveform can be subtracted, which is from a combination of the blood flow and the electrocardiogram exists and which is obtained when the measurements are carried out when the magnetic field comes into action on the area of the blood vessel.

In F i g. 3 ist das vorstehend beschriebene Verfahren symbolisch dargestellt und wird als »Verfahren 1« bezeichnet. Das S^vmbo! BFW Ut pin? Abkürzung für ^n »Blutströmungswellenform«. In ähnlicher Weise ist LECC eine Abkürzung für »örtliches Elektrokardiogramm«, worunter das Elektrokardiogramm zwischen den die Blutströmung messenden Elektroden 26 zu verstehen ist. Das Symbol RN ist eine Abkürzung für »beliebiges Geräusch« und bezeichnet die verschiedenen Geräusche, die nicht mit dem Herzen synchronisiert sind und sich daher beim Mittelwertbestimmungsvorgang nicht ansammeln.In Fig. 3, the method described above is shown symbolically and is referred to as “method 1”. The S ^v mbo! BFW Ut pin? Abbreviation for ^ n "blood flow waveform". Similarly, LECC is an abbreviation for "local electrocardiogram," which is understood to mean the electrocardiogram between the electrodes 26 measuring the blood flow. The symbol RN is an abbreviation for "any sound" and denotes the various sounds that are not synchronized with the heart and therefore do not accumulate during the averaging process.

Die Gleichung (1) der Fig. 3 weist zwei Ausdrücke auf. Der erste Ausdruck zeigt an, was in der Mitte" A-ertbestimmungseinrichtung während η Zyklen addiert wird, während das Magnetfeld aktiv ist. Der zweite Ausdruck zeigt an, welcher Mittelwert während der gleichen Zahl von Zyklen bestimmt wird, während das Magnetfeld unterdrückt wird. Die Gleichung veranschaulicht die Tatsache, daß durch Subtraktion der einen durchschnittlichen Wellenform von der anderen die Blutströmungswellenform erhalten wird, welche von dem Einfluß des Elektrokardiogramms frei ist, während das beliebige Geräusch auf einen Restwert reduziert ist. Genauer ausgedrückt, es soll gezeigt werden, daß das während π Zyklen angesammelte beliebige Geräusch nicht viel stärker ist als jenes des geräuschvollsten Zyklus, während sich gleichzeitig die Wellenformen in der Mittelwertbestimmungseinrichtung genau auf das /7-fache der Amplitude der Wellenform für einen einzigen Zyklus angesammelt haben.Equation (1) of Fig. 3 has two expressions. The first term indicates what is added in the middle during η cycles while the magnetic field is active. The second term indicates what mean value is determined during the same number of cycles while the magnetic field is suppressed Equation illustrates the fact that by subtracting one average waveform from the other, the blood flow waveform is obtained which is free from the influence of the electrocardiogram while reducing any noise to a residual value Any noise accumulated π cycles is not much stronger than that of the noisiest cycle, while at the same time the waveforms in the averaging device have accumulated to exactly / 7 times the amplitude of the waveform for a single cycle.

Gemäß dem Prinzip der Wellenform-Mittelwertbestimmungseinrichtungen, einschließlich der Computer, welche für die Mittelwertbestimmung programmiert sind, wird das sich wiederholende Signal, dessen Mittelwert zu bestimmen ist, häufig und in regelmäßigen Zeitintervallen während jedes einzelnen Zyklus abgetastet, jeder Prüfpunkt wird durch die Zeit identifiziert, zu welcher derselbe relativ zum Synchronisierungssignal auftritt und welche als Zeit »0« angenommen wird. Wenn f das Prüfintervall bezeichnet, nird das »pulsierende« Signal nacheinander zu den Zeiten t, 2 t, 3 t, ... abgetastet, bis der wesentliche Teil des pulsierenden Signals gemessen worden ist In dem Fall der BlutströmungssignaJe und der begleitenden örtlichen Kardiogramme kann das Prüfmtervall beispielsweise 5 Millisekunden betragen, mit insgesamt 150 aufeinanderfolgenden Prüfpunkten, was eine Gesamtzeit von ⁷50 Millisekunden ausmacht, gezählt von der Welle R des Synchronisations-Elektrokardiogramms, das durch die Hilfselektroden 26A und den in Fig.4A dargestellten Synchronisationsstromkreis 72 geliefert wird.In accordance with the principle of waveform averaging devices, including computers programmed for averaging, the repetitive signal to be averaged is sampled frequently and at regular time intervals during each individual cycle, each test point being identified by time, at which it occurs relative to the synchronization signal and which is assumed to be time "0". If f denotes the test interval, the "pulsating" signal is sampled successively at times t, 2 t, 3 t, ... until the substantial part of the pulsating signal has been measured. In the case of the blood flow signals and the accompanying local cardiograms the test interval be, for example, 5 milliseconds, with a total of 150 consecutive test points, which makes a total time of ⁷ 50 milliseconds, counted by the wave R of the synchronization electrocardiogram, which is supplied by the auxiliary electrodes 26A and the synchronization circuit 72 shown in Fig. 4A.

Alle Signale, die in aufeinanderfolgenden Herzzyklen, aber zu der gleichen Prüfzeit, das heißt, der gleichen Zahl von Prüfintervallen nach der Zeit »0« jedes Zyklus erhalten werden, werden in einem einzelnen Speicherelement der Mittelwertbestimmungseinrichtung gesammelt. In einer Analog-Mittelwertbestimmungseinrichtung kann das einzelne Speicherelement ein Kondensator sein, welcher Teilspannungen speichern kann. In einem Digital-Computer wird das einzelne Speicherelement ein Register sein, das heißt, ein elementares Addiersystem zum Addieren von Zahlen. Aus diesem Grund müssen die einzelnen Teilspannungen durch einen Analog-Digitalwandler zuerst in entsprechende Zahlen umgewandelt werden. In beiden Fällen gibt es so viele Einzelspeicher, als es Prüfintervalle gibt.All signals generated in successive cardiac cycles, but at the same test time, that is, the same Number of test intervals obtained after time "0" of each cycle are stored in a single storage element collected by the mean value determination device. In an analog averaging device the individual storage element can be a capacitor which can store partial voltages. In In a digital computer, the single storage element will be a register, that is, an elementary one Adding system for adding numbers. For this reason, the individual partial voltages must through An analog-to-digital converter must first be converted into corresponding numbers. In both cases there is so many individual memories than there are test intervals.

Bei dem Verfahren der Mittelwertbestimmung eines sich wiederholenden Signals in Wellenform empfängt jeder der Einzelspeicher in jedem der aufeinanderfolgenden Zyklen den gleichen Prüfpunkt, so daß das gespeicherte Signal aus dem während eines Zyklus gemessenen Prüfpunkt besteht, multipliziert mit der Anzahl der Zyklen, wie in der Gleichung (1) der F i g. 3 angegeben ist. Bei der Auslegung dieser Gleichung muß daran erinnert werden, daß BFW die »Blutströmungswellenform« darstellt, das heißt, alle einzelnen Signale sind in den Einzelspcichern angeordnet beziehungsweise entsprechen jedem Prüfintervall. Das gleiche gilt auch für LECG, das die Wellenform des örtlichen Kardiogramms darstellt.In the method of averaging a repetitive waveform signal, each of the individual memories receives the same test point in each of the successive cycles, so that the stored signal consists of the test point measured during one cycle multiplied by the number of cycles, as in the equation ( 1) the F i g. 3 is specified. When interpreting this equation, it must be remembered that BFW represents the "blood flow waveform", that is, all individual signals are arranged in the individual memories or correspond to each test interval. The same is true for LECG, which is the waveform of the local cardiogram.

Das beliebige Geräusch besteht aus Signalen, welche von Zeit zu Zeit erscheinen und in irgendeinen der Einzelspeicher gelangen, da sie nicht mit dem Herzen synchronisiert sind. Wenn man den einfachen Fall eines einzigen zufälligen Signals betrachtet, das nur während eines Herzzyklus auftritt und sich über mehrere Prüfintervalle in diesem Zyklus erstreckt, ist leicht ersichtlich, daß am Ende der Mittelwertbestimmung die Amplitude dieses zufälligen Signals mit der Amplitude des Wellenformsignals zu vergleichen ist, das mit π Zeiten multipliziert ist. Unter diesen Bedingungen wird dieses zufällige Geräusch in der Mittelwertbestimmungseinrichtung durch den Faktor η reduziert erscheinen. Wenn eine Vielzahl von beliebigen Geräuschen in verschiedenen Herzzyklen zu verschiedenen Zeiten innerhalb der verschiedenen Zyklen erscheint, folgt die Verbesserung dem gleichen Prinzip. Wenn jedoch die beliebigen Geräusche sehr häufig sind, könnten sich einige derselben unter bestimmten Umständen in den gleichen Prüfintervallen ansammeln. Das Ergebnis ist, daß die Anzahl der in jeder Mktelwertbestimmungsreihe benötigten Zyklen ausreichend sein muß, um das allgemeine beliebige Geräusch von geringer Amplitude zu löschen. Starke zufällige Geräusche, die selten vorkommen, werden vorzugsweise durch das Zurückweisungssystem gehandhabt das auf der Signalamplitude basiert wie nachstehend in Verbindung mit den F i g. 4A und 4B beschrieben wird.The random noise consists of signals that appear from time to time and get into any of the individual memories because they are not synchronized with the heart. If one considers the simple case of a single random signal which occurs only during one cardiac cycle and extends over several test intervals in this cycle, it is easy to see that at the end of the averaging the amplitude of this random signal is to be compared with the amplitude of the waveform signal, which is multiplied by π times. Under these conditions, this random noise will appear reduced by the factor η in the averaging device. If a multitude of arbitrary sounds appear in different cardiac cycles at different times within the different cycles, the improvement follows the same principle. However, if the arbitrary noises are very frequent, some of them might accumulate at the same test intervals under certain circumstances. The result is that the number of cycles required in each marketer series must be sufficient to cancel the general, arbitrary low amplitude noise. Strong random noises, which rarely occur, are preferably handled by the rejection system, which is based on the signal amplitude, as described below in connection with Figures. 4A and 4B will be described.

Das »Verfahren 2« der F i g. 3 entspricht einem Fall, in welchem das Magnetfeld während der zweiten Reihe der ZykJen nicht unterdrückt ist aber statt dessen in seiner Polarität umgekehrt ist Da die Polarität des Mittelwertbestimmungssystems vor dieser zweiten Reihe von Zyklen ebenfalls umgekehrt wird, um die Polarität des örtlichen Kardiogramms in dieser Reihe umzukehren, wird das durch das umgekehrte Magnetfeld erzeugte Blutströmungssignal relativ zum Mittel-"Method 2" of FIG. 3 corresponds to a case where the magnetic field is during the second row the ZykJen is not suppressed but instead its polarity is reversed Since the polarity of the Averaging system before this second set of cycles is also reversed to the Reversing the polarity of the local cardiogram in this row is done by the reversed magnetic field generated blood flow signal relative to the mean

wertbestimmungssystem zweifach umgekehrt. Die erste Umkehrung erfolgt, weil die Polarität des Mittelwertbestimmungssystems selbst umgekehrt worden ist. Die zweite Umkehrung erfolgt, weil das Magnetfeld umgekehrt worden ist. Infolgedessen wird die Blutströmungswellenform während der zweiten Reihe der Herzzyklen in das Mittelwertbestimmungssystem mit der gleichen Polarität eintreten wie während der ersten Reihe der Zyklen und die Amplitude der Blutströmungswellenform in der Mittelwertbestimmungseinrichtung wird daher verdoppelt.valuation system reversed twice. The first reversal occurs because of the polarity of the averaging system itself has been reversed. The second reversal occurs because the magnetic field has been reversed. As a result, the blood flow waveform becomes enter the averaging system during the second set of cardiac cycles with the same polarity as during the first Series of cycles and the amplitude of the blood flow waveform is therefore doubled in the mean value determination device.

Wie vorstehend erklärt wurde, kann die Umkehrung des Magnetfeldes durch die Verwendung von zwei permanenten Magneten bewirkt werden, die auf einem Karren angeordnet sind, wie in Fig. 2B dargestellt ist. V/enn ein Elektromagnet verwendet wird, würde das Magnetfeld durch Umkehrung des Gleichstromes in der Wicklung umgekehrt. Andere Kombinationen von permanenten Magneten und Elektromagneter können verwendet werden, ohne das Grundprinzip der Erfindung zu verändern.As explained above, the reversal of the magnetic field can be achieved through the use of two permanent magnets mounted on a cart as shown in Fig. 2B. If an electromagnet is used, the magnetic field would be reversed by reversing the direct current in the Reverse winding. Other combinations of permanent magnets and electromagnets can be used can be used without changing the basic principle of the invention.

Es ist zu bemerken, daß es nicht notwendig ist, das Magnetfeld zu unterdrücken und den Mittelwert des örtlichen Kardiogramms für jeden Meßvorgang zu bestimmen, da das örtliche Kardiogramm in dem Mittelwertbestimmungssystem gespeichert und von der zusammengesetzten Wellenform mehrerer aufeinanderfolgender Meßvorgänge subtrahiert werden kann. Das gespeicherte örtliche Kardiogramm müßte jedoch von Zeit zu Zeit auf den neuesten Stand gebracht werden, insbesondere wenn die Welle Γ des örtlichen Kardiogramms ihre Lage oder Amplitude verändert hat, was beispielsweise nach dem Rauchen, nach dem Essen oder nach dem Trinken von Kaffee vorkommt. Die Stabilität des örtlichen Kardiogramms kann durch Verwendung eines Paares von Hilfselektroden überwacht werden, welche dort angeordnet sind, wo sich ein ähnliches örtliches Kardiogramm befindet, ohne daß die Blutströmungswellenform einen wesentlichen Beitrag leistet. Diese Überwachung kann dem Steuersystem die notwendige Information liefern, wenn es erforderlich ist, das gespeicherte örtliche Elektrokardiogramm auf den neuesten Stand zu bringen.It should be noted that it is not necessary to suppress the magnetic field and find the mean value of the local cardiogram for each measurement, since the local cardiogram in the Averaging system stored and from the composite waveform of several consecutive Measurements can be subtracted. However, the stored local cardiogram would have to Updated from time to time, especially if the wave Γ of the local Cardiogram has changed its position or amplitude, for example after smoking or after eating or occurs after drinking coffee. The stability of the local cardiogram can by Use a pair of auxiliary electrodes to be monitored, which are placed where a similar local cardiogram is located without the blood flow waveform making a significant contribution perform. This monitoring can provide the control system with the necessary information when it is necessary update the stored local electrocardiogram.

In Fig.4A ist eine bevorzugte Ausführungsform des Meß- und Steuersystems 24 dargestellt. Die Meßelektroden 26, die angrenzend an das zu untersuchende Blutgefäß angeordnet sind, tasten das durch die Blutströmung induzierte Signal mit seiner Kardiogrammkomponente ab. Das zusammengesetzte pulsierende Signal wird durch den Verstärker 58 verstärkt. Unerwünschte hohe und niedrige Frequenzen, einschließlich eines Geräuschs von 60 Hz werden durch einen Filterstromkreis 60 eliminiert. Das zusammengesetzte Signal gelangt dann über eine Leitung 62 in einen vorübergehenden Einzelzyklusspeicher und Signaiwähler 64, in welchem dasselbe hinsichtlich der vorherbestimmten Daten in einem die Zurtickweisungskriterien bestimmenden Stromkreis 66 geprüft wird. Die Stromkreise 64 und 66 sind genauer in F i g. 4B dargestelltA preferred embodiment of the measurement and control system 24 is shown in FIG. The measuring electrodes 26, which are arranged adjacent to the blood vessel to be examined, scan the signal induced by the blood flow with its cardiogram component. The composite pulsating signal is amplified by amplifier 58. Unwanted high and low frequencies, including 60 Hz noise, are eliminated by filter circuit 60. The composite signal then arrives via a line 62 in a temporary single cycle memory and signal selector 64, in which the same is checked with regard to the predetermined data in a circuit 66 which determines the selection criteria. Circuits 64 and 66 are shown in more detail in FIG. 4B

Wie Fig.4B zeigt enthält der vorübergehende Einzelzyklusspeicher und Signalwähler 64 der F i g. 4A eine Vergleichseinrichtung 64C die das Vorhandensein eines auf der Leitung 64ß vom vorübergehenden Einzelzyklusspeicher 64/4 empfangenen Signals erfaßt welches infolge eines Störgeräuschs die maximal annehmbare Amplitude überschritten hat, die du'ch einen Generator 66Λ für dieselbe gesteuert wird. Irgendein Zyklus, der ein abnormal großes Signal zeigt wird zurückgewiesen und bewirkt nicht, daß der Zählstromkreis 70 vorgerückt wird, welch letzterer durch ein Systen, 64C über die Leitung 84 blockiert wird. Das System 64C sorgt auch für den Ersatz des abnormalen Signals, welches nunmehr in dem vorübergehenden Speicher 64/4 durch das nächste ankommende Signal gelöscht wird. Falls in einem bestimmten Meßvorgang eine vorherbestimmte Anzahl von Zurückweisungen überschritten wird, die durch das System 64E As shown in FIG. 4B, the temporary single cycle memory and signal selector 64 of FIG. 4A a comparison device 64C which detects the presence of a signal received on the line 64β from the temporary single cycle memory 64/4 which, as a result of noise, has exceeded the maximum acceptable amplitude which is controlled by a generator 66Λ for the same. Any cycle showing an abnormally large signal will be rejected and will not cause the counter circuit 70 to be advanced, the latter being blocked by a system 64C via line 84. The system 64C also takes care of the replacement of the abnormal signal, which is now deleted in the temporary memory 64/4 by the next incoming signal. If a predetermined number of rejections is exceeded in a certain measurement process, which is determined by the system 64 E

ίο erfaßt wird, wird der in einem Mittelwertbestimmungssystem 68 vorhandene, bereits angesammelte Mittelwert gelöscht und der Meßvorgang durch das System 64F wieder in Gang gesetzt. Die innerhalb des annehmbaren Amplitudenbereichs liegenden Signale gelangen zu einer zweiten Vergleichseinrichtung 64D, in welcher bestimmt wird, ob die Herzzyklusdauer, das heißt die Zeit zwischen der Welle R des Elektrokardiogramms am Beginn eines Zyklus und der Welle R am Beginn des nächsten Zyklus, welche als das R-R ίο is detected, the already accumulated mean value present in a mean value determination system 68 is deleted and the measuring process is restarted by the system 64F. The signals lying within the acceptable amplitude range are passed to a second comparison device 64D, in which it is determined whether the cardiac cycle duration, i.e. the time between wave R of the electrocardiogram at the beginning of one cycle and wave R at the beginning of the next cycle, which as that RR

2ü Intervall bezeichnet wird, innerhalb der maximalen Grenzwerte liegt, welche durch die Systeme 66C und 66Ö bestimmt werden. Dieses R-R Intervall zusammen mit dem zu prüfenden Zyklus wird der Vergleichseinrichtung über die Leitung 82 durch den Steuerstromkreis 78 zugeführt, wie von dem Synchronisationssignal abgeleitet.2ü interval is designated, lies within the maximum limit values, which are determined by the systems 66C and 66Ö. This RR interval together with the cycle to be tested is fed to the comparator via line 82 by control circuit 78, as derived from the synchronization signal.

Signale mit annehmbaren R-R Intervallen gelangen aus dem vorübergehenden Einzelzyklusspeicher 64,4 in das Mittelwertbestimmungssystem 68 über die Leitung 86 durch ein Tor 87, welches durch ein Signal auf der Ausgangsleitung 85 der Vergleichseinrichtung 64D freigegeben wird. Andererseits werden Signale mit R-R Intervallen, welche zu kurz oder zu lang sind, in der gleichen Weise wie Signale mit abnormaler Amplitude behandelt, und daher zurückgewiesen und ersetzt. Jede annehmbare Einzelzyklus-Wellenform gelangt daher aus dem vorübergehenden Einzelzyklusspeicher 64,4 über die Leitung 86 in das Mittelwertbes'immungssystem 68 und gleichzeitig wird dem Zählstromkreis 70 ermöglicht, mittels eines Signals auf der gestrichelten Leitung 84 einen Schritt vorzurücken. Die Hilfselektroden 26,4 der Fig.4A tasten das Elektrokardiogramm für die Verwendung in einem Synchronisationsstromkreis 72 ab, welcher Auslöseimpulse auf der Leitung 74 für den Zählstromkreis 70 und auf der Leitung 75 für das Mittelwertbestimmungssystem 68 der Wellenform liefert. Der Zählstromkreis 70 wird für jedes annehmbare ankommende Signal weiter vorgerückt, bis die erforderliche Zahl von Zyklen in diesem Meßvorgang erreichtSignals with acceptable RR intervals pass from the temporary single cycle memory 64, 4 into the averaging system 68 via the line 86 through a gate 87 which is enabled by a signal on the output line 85 of the comparison device 64D. On the other hand, signals with RR intervals which are too short or too long are treated in the same way as signals with abnormal amplitude and are therefore rejected and replaced. Each acceptable single cycle waveform therefore passes from the temporary single cycle memory 64, 4 via the line 86 into the mean value determination system 68 and at the same time the counting circuit 70 is enabled to advance one step by means of a signal on the dashed line 84. The auxiliary electrodes 26,4 of Figure 4A sample the electrocardiogram for use in a synchronization circuit 72 which provides triggering pulses on line 74 for the counting circuit 70 and on line 75 for the averaging system 68 of the waveform. The counting circuit 70 continues to advance for each acceptable incoming signal until the required number of cycles in that measurement is reached

so ist Diese Anzahl von Zyklen ist vorherbestimmt und wird über die Leitung 76 manuell in den Zählstromkreis 70 eingeführt.This number of cycles is predetermined and is entered manually via line 76 into the counting circuit 70 introduced.

Bei Beendigung der Mittelwertbestimmung von η annehmbaren Wellenformen führt der Zählstromkreis 70 einen Steuerstromkreis 78 über die Leitung 80 einen Impuls zu. Der Steuerstromkreis 78 blockiert dann die Sammlung zusätzlicher Signale und erteilt über die Leitung 22 einen Befehl zur Bewegung des motorisierten Magnetkarrens 20 der F i g. 1. Wenn sich der Karren 20 in eine vorherbestimmte Stellung bewegt hat, in welcher das Magnetfeld in dem Bereich der Arterie genügend reduziert worden ist erzeugt der Steuerstromkreis 78 auf der Leitung 82 ein Signal, das die Umkehrung der Polarität der Signale bewirkt welche in den vorübergehenden Einzelzyklusspeicher 64/4 eintreten. Der Steuerstromkreis 78 leitete dann auch die Sammlung einer zweiten Reihe von Signalen ein, deren Zahl jener der eisten Reihe gleich ist Bei BeendigungUpon completion of the averaging of η acceptable waveforms, the counting circuit 70 provides a pulse to a control circuit 78 via line 80. The control circuit 78 then blocks the collection of additional signals and issues a command over line 22 to move the motorized magnetic cart 20 of FIG. 1. When the cart 20 has moved to a predetermined position in which the magnetic field in the area of the artery has been sufficiently reduced, the control circuit 78 generates a signal on line 82 which reverses the polarity of the signals used in the transient Single cycle memory 64/4 enter. The control circuit 78 then also initiated the collection of a second series of signals, the number of which is equal to that of the first series, upon completion

de,- Nilttelwertoestimmung diesel zweiten Reihe von zusammengesetzten Signalen hält das Mittelwertbestimmungssystem 68 nur die Blutttrömungswellenform zurück, die nunmehr vom Elektrokardiogramm und vom beliebigen Geräusch frei ist. Die Blutströrr.ungswellenform ist dann für die Darstellung dunh eine Aufzeichnungseinrichtung 90 verfügbar, welche durch einen (nicht dargestellten) Digital-Analogwandler und eine Leitung 88 mit dem Mittelwertbestimmungssystem 68 verbunden ist.de, - Nilttelwertoestetermination of the second series of With composite signals, the averaging system 68 holds only the blood flow waveform back, which is now from the electrocardiogram and from any noise is free. The blood flow waveform is then dunh for display Recording device 90 available, which by a (not shown) digital-to-analog converter and a line 88 is connected to the averaging system 68.

Für einige Blutgefäße und insbesondere für die aufsteigende Aorta, welche nahe dem Herzen angeordnet ist, ist die Amplitude des örtlichen Kardiogramms relativ zu den Blutströmungssignalen d sehr groß, welche von den verfügbaren Magneten erhalten werden können. Wegtn ihres Gleichlaufs innerhalb des Herzzyklus überschneidet sich die 7"-WeIIe des örtlichen Kardiogramms mit dem Blutströmungsimpuls und ist daher der Teil des Elektrokardiogramms, mit dem man sich befassen muß. An der Aorta kann die Amplitude der T¹WeIIe 30- oder 40ma! gröber sein als die Amplitude des Blutstrf.rnungsimpulses. Außerdem künn sich die 7"-WeIIe sowohl in ihrer Amplitude als auch in ihrer Phise relativ zu dem Synchronisationssignal langsam verändern, das durch die R-Welle zugeführt wird. Ein Weg, den Einfluß von Veränderungen der 7"-WeIIe während des Mittelwertbestimmungsvorganges zu eliminieren, besteht darin, den größten Teil der T-WeIIe während jedes einzelnen Herzzyklus unwirksam zu machen, indem von derselben eine »kompensierende« T-Welle subtrahiert wird, die durch ein Paar Hilfselektroden zugeführt wird. Die Hilfsfilektroden müssen in einer solchen Weise angeordnet werden, daß die Γ-Welle des zwischen denselben erscheinenden kompensierenden Elektrokardiogramms sowohl in der Amplitude als auch in der Phase die gleiche Form aufweist wie die zwischen den Meßelektroden erscheinende 7"-WeIIe, wenn alle Amplituden des kompensierenden Elektrokardiogramms durch der, Verstärkungsfaktor des entsprechenden Verstärkers in gleicher Weise eingestellt worden sind. Es ist am einfachsten, unter der Kombination der möglichen Anordnungen für die beiden Hilfselektroden eine Anordnung auszuwählen, bei welcher das zwischen denselben erscheinende Blutströmungssignal klein oder vernachlässigbar ist. so daß von dem zwischen den Meßelektroden erscheinenden Blutströmungssignal beim Kompensationsvorgang nicht viel subtrahiert wird.For some blood vessels and especially for the ascending aorta, which is located near the heart, the amplitude of the local cardiogram is very large relative to the blood flow signals d which can be obtained from the available magnets. Because it is synchronized within the cardiac cycle, the 7 "wave of the local cardiogram intersects with the blood flow pulse and is therefore the part of the electrocardiogram that has to be dealt with. On the aorta, the amplitude of the T ¹ wave can be 30 or 40 millimeters larger than the amplitude of the blood flow opening pulse. In addition, the 7 "wave can vary slowly in both amplitude and phise relative to the synchronization signal supplied by the R- wave. One way to eliminate the influence of changes in the 7 "wave during the averaging process is to disable most of the T wave during each cardiac cycle by subtracting a" compensating "T wave from it, the through a pair of auxiliary electrodes. The auxiliary electrodes must be arranged in such a way that the Γ-wave of the compensating electrocardiogram appearing between them has the same shape in both amplitude and phase as the 7 "- Because if all amplitudes of the compensating electrocardiogram have been set in the same way by the gain factor of the corresponding amplifier. It is easiest, from the combination of the possible arrangements for the two auxiliary electrodes, to select an arrangement in which the blood flow signal appearing between them is small or negligible. so that not much is subtracted from the blood flow signal appearing between the measuring electrodes during the compensation process.

Gemäß F i g. 5A, welche schematisch den FaI! der aufsteigenden Aorta veranschaulicht, werden die Meßelektroden 26 unter dem Schlüsselbein und parallel zum Brustbein angeordnet, so daß sie das durch die maximale Blutströmung induzierte Signal abtasten. Die Elektrodenanordnung ist auch in Fig.5B dargestellt. Eine Hilfs- oder kompensierende Elektrode 102 ist ebenfalls angrenzend an die Aortaarterie angeordnet und eine andere Hilfs- oder kompensierende Elektrode 104 ist etwas weiter weg nahe der Schulter angeordnet Die Haut ist mit 106 und die aufsteigende Aortaarterie mit 108 bezeichnet. Wie insbesondere Fig.53 zeigt, beträgt der optimale Abstand zwischen den beiden Meßelektroden 26 ungefähr 2 X, was gleich der doppelten Tiefe S der Arterie 108 von der Haut 106 ist. Wenn das Magnetfeld zur Einwirkung kommt, wie längs der Haut 106 gemessen werden kann, wird die relative Amplitude und Polarität des Blutströmungssignals durch die Kurve 101 dargestellt Je stärker das Feld an der Arterie 108 ist, desto größer wird die Signalamplitude auf der Haut. Bei Abwesenheit eines Magnetfekies beträgt die Amplitude des Blutströmungsüignals überall Null.According to FIG. 5A, which schematically shows the FaI! As illustrated in the ascending aorta, the sensing electrodes 26 are placed under the clavicle and parallel to the sternum so that they sense the signal induced by the maximum blood flow. The electrode arrangement is also shown in Figure 5B. An auxiliary or compensating electrode 102 is also located adjacent the aortic artery and another auxiliary or compensating electrode 104 is located a little further away near the shoulder. The skin is labeled 106 and the ascending aortic artery 108. As FIG. 53 in particular shows, the optimal distance between the two measuring electrodes 26 is approximately 2 × , which is equal to twice the depth S of the artery 108 from the skin 106. When the magnetic field is applied, as can be measured along skin 106, the relative amplitude and polarity of the blood flow signal is represented by curve 101. The stronger the field on artery 108, the greater the signal amplitude on the skin. In the absence of a magnetic pebble, the amplitude of the blood flow signal is zero everywhere.

Differenzverstärker 110 b7w. 112 verstärken das zusammengesetzte pulsierende Signal, das zwischen den MeK'lektroden 26 erscheint, und das kompensierende Signal, das zwischen den Hilfselektrode η 102, 104 erscheint. Der Widerstand 114 ist mi( dem Ausgang des Verstärkers 112 verbunden und bestimmt den Kompensationskoeffizienten, um die Amplituden des örtlicher und des kompensierenden Kardiogramm« für die beste gegenseitige Aufhebung einander anzupassen. Die Ausgangssignale der Verstärker 110 bzw. 112 werden über die Widerstände 114 und 116 dem Eingang einer ^Λ Idiereinrichtung 118 zugeführt, welche das kompens.crende Signal zu dem kombinierten, örtlichen Kardiogramm und der Blutströmungssignalkomponente addier;. Das Ergebnis auf der Ausgangsleitung 120 ist ein kompensiertes Signal, das aus der Blutströmungskomponente besteht, welche nunmehr nur mit einer stark reduzierten »restlichen« Kardiogrammkomponente kombiniert ist.Differential amplifier 110 b7w. 112 amplify the composite pulsating signal that appears between the MeK 'electrodes 26 and the compensating signal that appears between the auxiliary electrodes η 102, 104. Resistor 114 is connected to the output of amplifier 112 and determines the compensation coefficient to match the amplitudes of the local and compensating cardiograms for the best mutual cancellation fed to the input of an ^Λ Idieinrichtung 118, which adds the compensating signal to the combined, local cardiogram and the blood flow signal component; The result on the output line 120 is a compensated signal, which consists of the blood flow component, which is now only with a greatly reduced "Remaining" cardiogram component is combined.

Da die örtliche Kardiogrammkomporer.te des zusammengesetzten pulsierenden Signals an den Elek'roden 26 mit dem kompensierenden Kardiogrammsignal an den Elektroden 102,104 nicht vollkommen identisch ist, kann die restliche Kardiogrammkomponente des pulsierenden Signals auf der Ausgangsleitung 120 nicht unbeachtet bleiben und muß im wesentlichen eliminiert werden. Das kleine restliche oder »kompensierte« Kardiogramm, das nach dem Kompensationsvorgang noch immer mit dem Blutströmungssignal gemischt ist, wird durch Kompensation mit einem kompensierten Kardiogramm eliminiert, dessen Mittelwert über eine Reihe von Herzzyklen bestimmt wird, während das Magnetfeld unterdrückt ist. Dies ist der gleiche Vorgang, wie unter Bezugnahme auf F i g. 3 beschrieben wurde, um das örtliche Elektrokardiogramm in den Fällen zu kompensieren, in denen keine Kompensation erforderlich ist, weil des Elekfokardiogramm nicht viel größer ist als das Blutströmungssignal.Since the local cardiogram comparator of the composite pulsating signal at the electrodes 26 is not completely identical to the compensating cardiogram signal at the electrodes 102, 104 the remaining cardiogram component of the pulsating signal on output line 120 cannot go unnoticed and must be essentially eliminated. The small remaining or "compensated" Cardiogram that is still mixed with the blood flow signal after the compensation process, is eliminated by compensation with a compensated cardiogram, the mean value of which is over a Series of cardiac cycles is determined while the magnetic field is suppressed. This is the same Process as described with reference to FIG. 3 to show the local electrocardiogram in the Compensate for cases where no compensation is required because the electfocardiogram is not much is greater than the blood flow signal.

Fig. 6 zeigt ein Strömungsdiagramm des vollständigen Vorganges der »Kompensation« des größten Teils der Elektrokardiogrammkomponente de; zusammengesetzten Signals während der Reihe von Hd^zyklen bei einwirkendem Magnetfeld und dann die Entfernung des »restlichen« Kardiogramms durch Subtrahieren eines ähnlichen »restlichen« Kardiogramms, dessen Mittelwert während einer Reihe von Herzzyklen bestimmt wurde, ohne ein Magnetfeld und daher ohne das Blutströmungssignal.Fig. 6 shows a flow diagram of the complete Process of "compensation" for the greater part of the electrocardiogram component de; compound Signal during the series of Hd ^ cycles with applied magnetic field and then the distance of the "remaining" cardiogram by subtracting a similar "remaining" cardiogram, its Mean value over a number of cardiac cycles was determined without a magnetic field and therefore without the blood flow signal.

F i g. 7 zeigt einige der aufeinanderfolgenden Wellenformen, welche in dem Mittelwertbestimmungssystem während des Verarbeitungsvorganges erhalten werden.F i g. Figure 7 shows some of the successive waveforms generated in the averaging system can be obtained during the processing operation.

Die Wellenformen sind der Zeit nach durch die unterbrochene Linie 125 synchronisiert Fig. 7 zeigt insbesondere die örtliche Elektrokardiogramm-Wellenform TA der Meßelektroden 26 und die kompensierende Elektrokardiogramm-Wellenform TB der Hilfselektroden 102, 104, welche beide erhalten werden, wenn das Magnetfeld unterdrückt ist, und deren Mittelwert über eine Anzahl von Zyklen bestimmt wird, um das beliebige Geräusch zu entfernen. Diese beiden durchschnittlichen Wellenformen TA und TB werden für Darstellungszwekke getrennt aufgezeichnet Beim Kompensationsvorgang, der durch das Strömungsdiagramm der Fig.6 veranschaulicht wird, werden diese beiden Weilenformen während jedes Zyklus für die KompensationThe waveforms are synchronized in time by the broken line 125. In particular, FIG. 7 shows the local electrocardiogram waveform TA of the measuring electrodes 26 and the compensating electrocardiogram waveform TB of the auxiliary electrodes 102, 104, both of which are obtained when the magnetic field is suppressed, and averaged over a number of cycles to remove the random noise. These two average waveforms TA and TB are recorded separately for purposes of illustration. In the compensation process illustrated by the flow diagram of Figure 6, these two waveforms are used for compensation during each cycle

kombiniert und nur von deren Differenz wird eine durchschnittliche Wellenform bestimm;, um zu dem durchschnittlichen restlichen Elektrokardiogramm (örtlich minus kompensierend) zu gelangen, das frei von Geräusch ist, wie durch die Bezugsziffer 122 der F i g. 6 und die Wellenform 7Cder F i g. 7 angegeben wird.combined and only from their difference an average waveform is determined in order to get to the average residual electrocardiogram (local minus compensating) that is free of Noise is, as indicated by reference numeral 122 in FIG. 6 and waveform 7C of FIG. 7 is specified.

Der Vorgang, der erfolgt, während das Magnetfeld aktiv ist, ist auf der linken Seite der F i g. 6 dargestellt Das kompensierende Elektrokardiogramm 124 der Hilfselektroden 102, 104 wird kontinuierlich während jedes Zyklus von dem an den Meßelektroden 26 entstehenden zusammengesetzten pulsierenden Signal 126 mittels eines Systems 128 subtrahiert Das Ergebnis der Subtraktion ist ein zusammengesetztes pulsierendes Blutströmungssignal 130, das nur mit dem restlichen Kardiogramm und etwas beliebigem Geräusch gemischt ist Von einer Reihe von π zusammengesetzten Biutströmungssignalen wird eine durchschnittliche Wellenform während π Herzzyklen durch ein System 132 bestimmt Das Ergebnis ist ein durchschnittliches zusammengesetztes Signal, welches in Kombination die Blutströmungswellenform und das restliche Kardiogramm frei von beliebigem Geräusch enthält, wie durch die Bezugsziffer 134 der Fi g. 6 und die Wellenform 7 D der F i g. 7 angegeben wird. Aus dem Signal 134 muß nunmehr das restliche Kardiogramm 122 entfernt werden. Das restliche Kardiogramm 122 ist die Wellenform, welche durch den Vorgang erhalten wird, der durch das Strömungsdiagramm auf der rechten 3ei:e der Fig.6 beschrieben wird. Hier wird der Vorgang während einer anderen Reihe von η Herzzyklen beschrieben, aber während das Magnetfeld unterdrückt ist Außer der Tatsache, daß das Magnetfeld unterdrückt ist ist dieser Vorgang auf der rechten Seite des Strömungsdiagramms im wesentlichen der gleiche wie der auf der linken Seite beschriebene Vorgang und wird daher nicht im einzelnen wiederholt. Der Vorgang erzeugt die Wellenform des restlichen Kardiogramms, dessen Mittelwert über π Zyklen bestimmt wird und das frei von Geräusch ist, wie durch die Bezugsziffer 122 der Fig.6 und die Wellenform 7Cder Fig. 7 angegeben wird.The process that occurs while the magnetic field is active is on the left of FIG. The compensating electrocardiogram 124 of the auxiliary electrodes 102, 104 is continuously subtracted during each cycle from the composite pulsating signal 126 produced at the measuring electrodes 26 by means of a system 128 some arbitrary noise is mixed.From a series of π composite blood flow signals, an average waveform during π cardiac cycles is determined by a system 132 Reference number 134 of FIG. 6 and the waveform g 7 D F i. 7 is specified. The remaining cardiogram 122 must now be removed from the signal 134. The remainder of the cardiogram 122 is the waveform obtained by the process described by the flow diagram on the right-hand side of FIG. 6. Here the process is described during another series of η cardiac cycles, but while the magnetic field is suppressed. Except for the fact that the magnetic field is suppressed, this process on the right side of the flow chart is essentially the same as the process described on the left and is therefore not repeated in detail. The process produces the waveform of the remainder of the cardiogram, averaged over π cycles and free of noise, as indicated by reference numeral 122 of FIG. 6 and waveform 7C of FIG.

Die durchschnittliche restliche Kardiogrammwellenform TC (122 der Fig.6) wird nunmehr von der zusammengesetzten durchschnittlichen Wellenform 7D (134 der Fig.6) durch ein System 136 subtrahiert, um das gewünschte Ergebnis bei 138 zu erzeugen, nämlich die durchschnittliche Blutströmungswellenform 7E der Fig.7. Die Wellenform 7£ist frei von den Komponenten des örtlichen Elektrokardiogramms und des beliebigen Geräuschs. Diese Wellenforminformation kann nunmehr bei 140 in der Form einer Kurve durch entsprechende Einrichtungen dargestellt werden, wie zum Beispiel einen Streifenblattschreiber, einen XY-Kurvenschreiberund eine Kathodenstrahlröhre.The average residual cardiogram waveform TC (122 of Fig. 6) is now subtracted from the composite average waveform 7D (134 of Fig. 6) by a system 136 to produce the desired result at 138, namely the average blood flow waveform 7E of Fig. 6. 7th The waveform 7 £ is devoid of the components of the local electrocardiogram and any noise. This waveform information can now be displayed at 140 in the form of a curve by appropriate means such as a strip chart recorder, an XY chart recorder, and a cathode ray tube.

In der vorstehenden Beschreibung der F i g. 5,6 und 7 werden vier Elektroden verwendet, nämlich zwei Meßelektroden 26 und zwei Hilfs- oder kompensierende Elektroden 102 und 104. In einigen Fällen und insbesondere in dem Fall der aufsteigenden Aorta können die beiden Paare eine Elektrode gemeinsam haben. In diesem Fäll kann für eine der kompensierenden Elektroden eine Lage in der Nähe einer der Schultern des Patienten verwendet werden, wie zum Beispiel für die in den Fig.5A und 5B gezeigte Elektrode 104. Die andere kompensierende Elektrode soll dann die Meßelektrode 26 sein, welche dieser Schulter am nächsten liegt. Dies ergibt eine Dreielektrodenanordnung, welche noch andere Vorteile als die Eliminierung einer Elektrode aufweist Ein solcher Vorteil besteht darin, daß das Paar der Hilfselektroden, weiche vorstehend als die kompensierenden Elektroden beschrieben wurden, bei der Einwirkung des Magnetfeldes eine Blutströmungskomponente von solcher Polarität aufweist, daß sie bei der Subtraktion des kompensierenden Signals von dem Meßsignal zu der von den Meßelektroden erzeugten Blutströmungskomponente addiert wird. Es erfolgt daher :n diesem Fall eine Verstärkung des endgültigen Blutströmungssignals und infolgedessen eine Zunahme des Stör/Nutzverhältnisses. Gemäß Fig.5A wird die Dreielektrodenanordnung erhalten, indem die beiden Eingangsklemmen des Verstärkers 112 mit der Elektrode 104 bzw. mit der einen Elektrode 26 verbunden werden, welche der Elektrode 104 am nächsten liegt Die Elektrode 102 wird weggelassen.In the above description of FIGS. 5,6 and 7 four electrodes are used, namely two measuring electrodes 26 and two auxiliary or compensating electrodes Electrodes 102 and 104. In some cases, and particularly in the ascending aorta case the two pairs can have one electrode in common. In this case one of the compensating Electrodes can be used as for a location near one of the patient's shoulders Example of the electrode 104 shown in Figures 5A and 5B. The other compensating electrode should then be the measuring electrode 26 which is closest to this shoulder. This results in a three-electrode arrangement, which has advantages other than the elimination of an electrode One such The advantage is that the pair of auxiliary electrodes are soft protruding as the compensating electrodes were described under the action of the magnetic field has a blood flow component of such polarity that upon subtraction of the compensating signal from the measurement signal to the blood flow component generated by the measurement electrodes is added. It therefore takes place: In this case a gain in the final blood flow signal and, consequently, an increase in the noise / usability ratio. According to FIG. 5A, the three-electrode arrangement is obtained by connecting the two input terminals of the Amplifier 112 are connected to the electrode 104 or to the one electrode 26 which the Electrode 104 is closest. Electrode 102 is omitted.

Ein anderer Vorteil des vorstehend beschriebenen Dreielektrodensystems besteht darin, daß jede der drei Elektroden relativ zu der Blutströmungssignalverteilung auf der Haut an einer nicht kritischen Stelle angeordnet ist Jede der Elektroden 26 befindet sich an einer Stelle des Maximum- oder Minimumsignals, so daß eine kleine Veränderung der Stellung des Gegenstandes entweder nach links oder nach rechts eine vergleichsweise kleine Veränderung der gemessenen Blutströmungssignale ergibt Das gleiche gilt für die Elektrode 104, welche sich in einem Bereich der kleinen Signalamplitude beiindet Die Situation wäre jedoch verschieden für die Elektrode 102, welche sich in einem Bereich der starken Veränderung der Signalamplitude relativ zu der seitlichen Stellung befindet. Infolgedessen ist die Dreielektrodenanordnung vorteilhaft, wenn Messungen von Zeit zu Zeit an dem gleichen Gegenstand vorzunehmen sind, das heißt in Zeitintervallen, welche Tage oder sogar Monate später sein können, in welchen die Elektroden nach einer Reihe von Messungen entfernt und später für die nächste Reihe der Messungen wieder auf der Haut angeordnet werden müssen. Dies ist wichtig, wenn der Zweck der Messungen darin besteht, die Veränderung des Signals mit der Zeit über lange Perioden zu verfolgen.Another advantage of the three-electrode system described above is that each of the three Electrodes at a non-critical location relative to the blood flow signal distribution on the skin Each of the electrodes 26 is located at a point of the maximum or minimum signal, so that a small change in the position of the object either to the left or to the right a comparative small change in the measured blood flow signals results in the same for the electrode 104, which is in a range of the small signal amplitude. However, the situation would be different for the electrode 102, which is in a region of the strong change in the signal amplitude relative to the lateral position. As a result, the three-electrode arrangement is advantageous when Measurements are to be taken from time to time on the same object, i.e. at time intervals, which days or even months later, in which the electrodes may be after a series of Measurements removed and placed back on the skin later for the next set of measurements have to. This is important when the purpose of the measurements is to change the signal track over time over long periods.

Das vorstehend beschriebene Kompensationssystem ist sehr nützlich, wenn die Mittelwertbestimmungseinrichtung eine Analogeinrichtung ist oder wenn ein Digital-Computer für die Mittelwertbestimmung in Verbindung mit Analog-Digitalwandlern verwendet wird, welche keinen großen dynamischen Bereich aufweisen. Bei dem beschriebenen Verfahren kann die Mittelwertbestimmung mit Analog-Mittelwertbestimmungseinrichtungen oder mit Digital-Computern ausgeführt werden, die mit Analog-Digitalwandlern verbunden sind, welche einen dynamischen Bereich von 10 bits oder sogar 9 bits aufweiser/. Mit einem dynamischen Bereich von weniger als 9 bits würde jedoch selbst diese Annäherung für Messungen nahe dem Herzen einen Randwert ergeben. Wenn ein Digital-Computer in Verbindung mit Analog-Digitalwandlern verwendet wird, welche einen dynamischen Bereich von 11 bits oder mehr aufweisen, das heißt einen Bereich von 1 bis 2048 oder mehr, dann ist es möglich, das gleiche Verfahren zu verwenden, das für die Entfernung der Kardiogrammkomponente aus Blutströmungssignalen beschrieben wurde, welche an von dem Herzen entfernten Stellen gemessen werden. Dieses Verfahren ist oben in Verbindung mit Fig.3 beschrieben worden. Wenn der dynamische Bereich des Gerätes ausreichendThe compensation system described above is very useful when the averaging means is an analog device or if a digital computer is used for averaging in Connection with analog-to-digital converters is used, which does not have a large dynamic range exhibit. In the method described, the mean value determination can be carried out using analog mean value determination devices or run with digital computers connected to analog-to-digital converters which have a dynamic range of 10 bits or even 9 bits /. With a dynamic However, even this approximation for measurements near the heart would be a range of less than 9 bits Marginal value. When used with a digital computer in conjunction with analog-to-digital converters which have a dynamic range of 11 bits or more, that is, a range of 1 to 2048 or more, then it is possible to use the same procedure that is used to remove the Cardiogram component from blood flow signals received from the heart remote locations can be measured. This method has been described above in connection with FIG. If the dynamic range of the device is sufficient

ist, besteht ein Vorteil des Arbeitens in dieser Weise darin, daß das örtliche Kardiogramm selbst gespeichert wird, während im Fall der Kompensation das restliche oder kompensierte Kardiogramm für die Subtraktion gespeichert wird. Wenn das örtliche Kardiogramm selbst gespeichert wird, kann dasselbe gewünschtenfalls in durchschnittlicher Form zusammen mit der Blutströmungswellenform dargestellt werden, da dasselbe eine nützliche Information über die T-Welle und deren Veränderung mit der Zeit enthalten kann.there is an advantage of working in this manner in that the local cardiogram itself is stored, while in the case of compensation the remainder or compensated cardiogram is saved for subtraction. When the local cardiogram itself is stored, it can be in an average form along with the blood flow waveform, if desired as it is useful information about the T-wave and its May contain change over time.

Wenn Messungen nahe dem Herzei. ausgeführt werden, ist das örtliche Kardiogramm zwischen den Meßelektroden stark und scharf und daher ausreichend, um das Synchronisationssignal zuzuführen. In einem solchen Fall ist es nicht notwendig. Hilfseiektroden für die Synchronisation zu verwenden.When taking measurements near the heart. are performed, the local cardiogram is between the Measuring electrodes strong and sharp and therefore sufficient to feed the synchronization signal. In one in such a case it is not necessary. Use auxiliary electrodes for synchronization.

Wenn Messungen an Arterien nahe dem Herzen und insbesondere an der Aorta ausgeführt werden, ist es auch möglich, die örtliche Kardiogrammkomponente aus dem zusammengesetzten Blutströmungssignal durch Verwendung eines Mittelwertes eines örtlichen Kardiogramms zu entfernen, welcher während einer Reihe von Herzzyklen in Abwesenheit des Magnetfeldes angesammelt wurde. Dieser Mittelwert des örtlichen Kardiogramms wird kurz vor oder nach der Aufnahme der Reihe bei einwirkendem Magnetfeld aufgenommen, wobei die letztere Reihe die Blutströmungswellenform enthält Es ist sogar besser, den Mittelwert des örtlichen Kardiogramms vor und wieder nach der Reihe zu bestimmen, weiche das Blutströmungssignal enthält. In diesem Fall kann der Computer programmiert werden, um diese beiden örtlichen Kardiogramme zu vergleichen, welche vor bzw. nach der Ehitströmungsreihe gemessen werden, um die Stabilität der T-Welle über das entsprechende Zeitintervall zu prüfen.When measurements are being made on arteries near the heart, and especially the aorta, it is also possible the local cardiogram component from the composite blood flow signal by using an average local cardiogram taken during a Series of cardiac cycles was accumulated in the absence of the magnetic field. This mean of the Local cardiogram is taken shortly before or after the recording of the series when the magnetic field is applied with the latter series containing the blood flow waveform. It's even better that Average local cardiogram before and again in turn to determine which one contains the blood flow signal. In this case, the computer can can be programmed to compare these two local cardiograms, which are before and after of the Ehit flow series can be measured to the Check the stability of the T-wave over the corresponding time interval.

Der Computer kann auch programmiert werden, um die Blutströmungswellenform in Fällen zurückzuweisen, in welchen die örtlichen Kardiogrammwellenformen, welche vor und nach dem Mittelwertbestimmungsvorgang der Blutströmung aufgenommen werden, entweder in der Amplitude oder in der Amplitude oder in der Phase zu verschieden voneinander sind. Eine Amplitudendifferenz der T-Welle wird sich als eine einzige Spitze der Elektrokardiogramm-Wellenformdifferenz zeigen, während sich eine Phasendifferenz als zwei benachbarte Spitzen von entgegengesetzter Polarität zeigt. Eine Zurückweisungskontrolle, die auf positiven und negativen Grenzwerten für die Amplitude der Elektrokardiogramm-Wellenformdifferenz basiert, ist daher für beide Fälle zufriedenstellend. Es wird die automatische Eliminierung der bereits in der Mittelwertbestimmungseinrichtung gespeicherten Blutströmungsweilenform für den Vorgang ermöglichen, währenddem die T-Welle sich zu stark verändert hat und daher verhindern, daß diese möglicherweise entartete Blutströmungswellenform aufgezeichnet wird. Um diesen Zweck zu erreichen, wird der Computer so programmiert, daß drei getrennte Mtttelwertbestimmungssysteme für die Wellenform erhalten werden, und zwar für die Reihen, weiche Blutströmung und Elektrokardiogramm kombinieren, bzw. für die Reihen, vor und nach weichen beide Elektrokardiogramme ohne Blutströmung zeigen.The computer can also be programmed to reject the blood flow waveform in cases in which the local cardiogram waveforms, which before and after the averaging process of the blood flow, either in the amplitude or in the amplitude or in the Phase are too different from each other. An amplitude difference of the T-wave will turn out to be a single one Peak of electrocardiogram waveform difference show while one phase difference turns out to be two shows adjacent peaks of opposite polarity. A rejection control that points to positive and negative limits for the amplitude of the electrocardiogram waveform difference therefore satisfactory for both cases. There will be the automatic elimination of those already in the averaging device allow stored blood flow while the process is in progress the T-wave has changed too much and therefore prevent it from possibly degenerating Blood flow waveform is recorded. To achieve this end, this is how the computer becomes programmed to have three separate mean value determination systems for the waveform, and although combine for the series, soft blood flow and electrocardiogram, or for the series, before and after both electrocardiograms show no blood flow.

Das örtliche Kardiogramm, dessen Mittelwert kurz vor Einwirkung des Magnetfeldes bestimmt wird, und der Beginn einer neuen Reihe von Messungen einschließlich der Blutströmung kann verwendet werden, um die Kardiogrammkomponente aus dem zusammengesetzten Signal jedes einzelnen Zyklus dieser Reihe zu entfernen, da dieselbe in dem vorübergehenden Speicher erscheint Dies wird die großen, sich wiederholenden Signale entfernet «reiche von der T-Welle des örtlichen Kardiogramms herrühren, und wird in dem vorübergehenden Speicher nur das Blutströmungssignal und das beliebige Geräusch belassen. Der vorübergehende Speicher ist dann bereit für die Erfassung von beliebigen Signalen mit abnormaler Amplitude, so daß die Zyklen, welche solche abnormalen Signale aufweisen, zurückgewiesen werden können, wie in Verbindung mit den F i g. 4A und 4B beschrieben wurde.The local cardiogram, the mean value of which is determined shortly before the action of the magnetic field, and the start of a new series of measurements including blood flow can be used, the cardiogram component from the composite signal of each individual cycle remove this row as it will appear in the temporary memory. This will be the large, repetitive signals removed «rich originate from the T-wave of the local cardiogram, and only that is stored in the temporary memory Leave the blood flow signal and the random sound. The temporary storage is then ready for the detection of any signals with abnormal amplitude, so that the cycles which such abnormal Having signals can be rejected, as described in connection with FIGS. 4A and 4B became.

In der vorstehenden Beschreibung ist das als Kompensation bezeichnete Verfahren beschrieben worden, um hauptsächlich die Amplitude der Elektrokardiogrammkomponente in dem zusammengesetzten Signal zu reduzieren, wenn diese Elektrokardiogrammkomponente relativ zum Blutströmungssignal sehr groß ist Dieses Kompensationsverfahren kann auch in Fällen verwendet werden, in welchen die Elektrokardiogrammkomponente klein ist, aber nicht klein genug, um nicht beachtet zu werden. In solchen Fällen kann das Kompensationsverfahren die Elektrokardiogrammkomponente genügend reduzieren, so daß das restliche oder kompensierte Elektrokardiogramm relativ zu der Blutströmungskomponente praktisch vernachlässigbar ist. Ein Beispiel dieser Situation ist die Armarterie, welche gewöhnlich oberhalb des Ellbogens gemessen wird. Wenn die Elektrokardiogrammkomponente durch Kompensation genügend reduziert werden kann, ist es nicht notwendig, den Mittelwert des Elektrokardiogramms ohne Magnetfeld zu bestimmen und das Magnetfeld braucht niemals verändert zu werden. Dies bedeutet, daß der Magnet in einer ortsfesten Stellung verbleiben kann. Die Mittelwertbestirt."<nung bleibt jedoch erforderlich, um das beliebige Geräusch zu eliminieren. Auch die Zurückweisung einzelner Zyklussignale hinsichtlich der Geräuschamplitude und/oder der Herzzyklusdauer bleibt erforderlich.In the above description, the method referred to as compensation is described been to mainly the amplitude of the electrocardiogram component in the composite Reduce signal when this electrocardiogram component is very large relative to the blood flow signal This compensation method can also be used in cases where the electrocardiogram component is small, but not small enough to be ignored. In such cases it can Compensation procedures reduce the electrocardiogram component enough so that the remainder or compensated electrocardiogram is practically negligible relative to the blood flow component is. An example of this situation is the arm artery, which is usually measured above the elbow will. If the electrocardiogram component can be reduced enough by compensation, it is not necessary to determine the mean value of the electrocardiogram without a magnetic field and that Magnetic field never needs to be changed. This means that the magnet is in a fixed position can remain. The mean value-based. "<Tion remains however, necessary to eliminate the random noise. Also the rejection of individual cycle signals with regard to the noise amplitude and / or the cardiac cycle duration remains necessary.

Hierzu 5 Blatt ZeichnungenIn addition 5 sheets of drawings

Claims

Patent claims:

1, Electn. magnetic flow meter for Measurement of the blood flow pulse ta a blood vessel of a living being, with

a first electrode (26AJt soft applied to the skin of the being at one point on which a strong and sharp cardiogram pulse can be reproduced can be obtained which can be used as a synchronizing signal and as a clock, a magnet (16) for generating a strong and homogeneous magnetic field in the area of a blood vessel, is

a second electrode (26) which is adapted to be placed on the skin or in the Tissue of the being can be placed at a location next to the vessel, an amplifier (58) for amplification of the second electrode (26) during successive Cardiac cycles sampled composite pulse signals, with the composite Pulse signals a blood flow component that is not only the blood flow but also the intensity of the magnetic field is proportional, a component of the local electrocardiogram and components random noise, means (20) for suppressing or reversing the magnetic field of the magnet (16),

a device (78) for suppressing the signals of the amplifier (5Ί /, which also reverses the signals of the amplifier during the reversal of the magnetic field, and a waveform averager (68) derived from that of the first electrode (26A) Synchronizing signal is synchronized and a predetermined number of the composite pulse signals delivered by the second electrode (26A) during a series of cardiac cycles in which the magnetic field is present in the area averages in the waveform,